FR 2704655 A1 19941104 FR 9305000 A 19930428 "Mini-caméra pour la détection rapprochée d'un rayonnement nucléaire émis par un radio-isotope et application à l'assistance chirurgicale." Description: L'invention concerne une mini-caméra détectant au moins un rayonnement nucléaire composite 5 et y, ou un rayonnement nucléaire y associé à des électrons de conversion qui sont assimilés à un rayonnement 5, émis par un radio-isotope contenu dans un corps, dont la tête de prise de vues comporte un collimateur de rayonnement f transparent au rayonnement y, un scintillateur et un ensemble photodétecteur. Elle s'applique de préférence à la détection d'un rayonnement nucléaire composite P et y émis par un radio-isotope traceur préalablement assimilé par un organisme, auquel cas elle est destinée à être appliquée contre la plaie pratiquée sur ledit organisme au cours d'une opération chirurgicale et la tête de prise de vues comporte alors une membrane de protection. Il s'agit dans ce cas d'une caméra per-opératoire. Il existe dans la littérature technique spécialisée des études et des descriptifs de mini-caméras réalisant une image de molécules marquées au moyen d'émetteurs 5 purs (biologie moléculaire) ou détectant la présence d'un rayonnement 5 (étude de faisceau, recherche d'impact en physique des particules). Le rôle des traceurs apparaît de première importance en médecine. En particulier, il est possible de marquer les tumeurs cancéreuses au moyen du radio-isotope 131I qui appartient à la famille des marqueurs émetteurs de 5 et y simultanément. Le rayonnement P émis par 131I présente la propriété d'avoir un libre parcours moyen très limité, de l'ordre de 1 à 2 mm à l'intérieur des tissus, étant donnée son énergie moyenne de quelques centaines de keV. L'idée qui constitue le point de départ de l'invention, au niveau de la position du problème technique, est d'envisager de mettre en évidence ce rayonnement émis par un tissu cancéreux marqué, ceci n'étant possible que lors d'une opération chirurgicale consistant en l'ablation de la tumeur cancéreuse, sans quoi la présence de tissus sains recouvrant les tissus cancéreux empêcherait toute détection de ce rayonnement P inévitablement absorbé par ces tissus sains. A ce stade, le problème technique précis qui se pose est l'élimination du rayonnement y qui accompagne le rayonnement P et dont le signal de détection résultant a une amplitude bien supérieure à celle de ce dernier. Selon l'invention ce problème est résolu grâce au fait que la mini- caméra définie en préambule est remarquable en ce que ladite tête de prise de vues est munie en outre d'une membrane de protection externe et d'une grille de modulation à trous disposée entre le collimateur et le scintillateur et mobile sous l'action d'un mécanisme pour, alternativement, ouvrir selon une première position et obturer selon une deuxième position les trous du collimateur, ledit ensemble photodétecteur étant agencé pour intégrer les signaux alternés issus du scintillateur selon ladite première position et ladite deuxième position de la grille de modulation et pour fournir ces signaux, sélectivement à une première mémoire d'image à grille ouvrante et à une deuxième mémoire d'image à grille obturante, ladite mini-caméra étant en outre munie de moyens de calcul et de comparaison des signaux contenus dans lesdites première et deuxième mémoires d'image, visant à fournir l'image utile à visualiser. On peut noter que, du brevet US-A 3 940 626 il est connu une caméra, sensible au rayonnement y, qui comporte une grille de modulation. Mais cette grille a pour objet de permettre à un tube photomultiplicateur disposé en aval de fournir des signaux de sortie utilisables pour repérer quel est le scintillateur excité par un photon y parmi les p scintillateurs optiquement couplés à la photocathode de ce photomultiplicateur. En fait, cette grille de modulation comprend deux obturateurs déplacés en synchronisme, l'un étant un obturateur de lumière, disposé entre scintillateur et photomultiplicateur, l'autre un obturateur pour le rayonnement y incident. Pour en revenir à la présente invention, s'agissant d'un rayonnement composite 5 et y émis par une tumeur cancéreuse marquée, un mode de réalisation préféré de la mini-caméra est remarquable en ce que le collimateur, destiné au rayonnement, est transparent au rayonnement y, la partie pleine de ladite grille de modulation est transparente au rayonnement y mais opaque au rayonnement 5 et que lesdits moyens de calcul et de comparaison sont conçus pour pondérer les signaux des première et deuxième mémoires de façon à les ramener à des temps d'intégration de signal égaux, pour corriger le biais introduit sur le signal de y par le changement de position de la grille, puis pour prendre comme signal utile à visualiser la différence entre le contenu des pixels homologues pondérés et corrigés de leur biais de la première mémoire et de la deuxième mémoire. Cette technique peut aussi être appliquée telle quelle aux émetteurs y qui présentent de nombreux électrons de conversion associés à la (ou aux) transition(s) y. Les électrons de conversion sont alors assimilables à un rayonnement. La grille de modulation étant en substance transparente au rayonnement y, la même quantité de rayonnement y (à un léger biais près) est détectée à grille ouvrante et à grille obturante, pourvu que ces temps de détection soient égaux. Par contre, le rayonnement 5 (simultané au y) est détecté à grille ouvrante mais pas à grille obturante. La différence entre les deux détections élimine donc le rayonnement y, considéré comme parasite, même s'il constitue 95 % de l'énergie détectée, et met en évidence le rayonnement f émis pendant la moitié du temps de fonctionnement. Plus généralement, comme il est souhaitable de détecter de façon préférentielle le rayonnement f émis, dans le but d'obtenir plus rapidement une image des tissus à exciser, on peut prévoir d'augmenter dans une certaine proportion le temps de grille ouvrante rapporté au temps de grille obturante, puis de pondérer les rayonnements détectés par multiplication en proportion inverse du rapport temporel avant d'effectuer la soustraction visant à éliminer le signal de y. On notera qu'une telle soustraction offre l'avantage d'éliminer la plus grande partie du bruit, par soustraction entre deux bruits très corrélés car très proches dans le temps. Ceci permet notamment de réduire les contraintes de refroidissement à imposer à la matrice de détecteurs à transfert de charges qui appartient à l'ensemble photodétecteur. En cours d'exérèse le praticien peut ainsi approcher de la plaie la tête de prise de vues de la mini-caméra, de préférence au contact de cette dernière, pour obtenir, par collimation une meilleure définition de l'image, et connaître avec précision au fur et à mesure de l'opération la partie de la tumeur qui reste à extraire, le but recheché étant de pratiquer l'exérèse complète de la tumeur et seulement de la tumeur. Un mode de réalisation préféré de l'invention compatible avec les précédents est remarquable en ce que, ledit rayonnement étant émis par 131I, la mini-caméra comporte une membrane de protection externe en kapton métallisé ou en vinyl, opaque au rayonnement visible, de quelques dizaines de microns d'épaisseur, un collimateur à trous parallèles de 1 mm de diamètre et au pas de 1,5 mm, en aluminium ou en laiton d'une épaisseur de quelques dixièmes de mm à quelques mm, une grille modulatrice en aluminium, en cuivre ou en laiton de quelques dixièmes de mm d'épaisseur percée comme ledit modulateur, et un scintillateur constitué par une lame en matière plastique du type NE 102 ou 108 d'épaisseur comprise entre 0,5 et 1,5 mm et couvrant le champ de vue de l'ordre de quelques cm2. La description qui suit en regard des dessins annexés, le tout donné à titre d'exemple non limitatif, fera bien comprendre comment l'invention peut être réalisée. La figure 1 représente une mini-caméra selon l'invention, la tête de prise de vues étant vue en coupe. La figure 2 est une vue en perspective cavalière de l'ensemble qui permet la mise en oeuvre de la mini-caméra selon l'invention dans un bloc opératoire. La figure 3 représente en vue de dessous certaines pièces de la partie avant d'une tête de prise de vues de mini- caméra selon l'invention. La figure 4 est une vue en coupe d'un boîtier pour la tête de prise de vues de la figure 3. La mini-caméra de la figure 1 est conçue pour détecter un rayonnement nucléaire, soit un rayonnement composite et y, respectivement un rayonnement y pur, émis par un corps 1 qui comporte une partie 2 marquée par un traceur. Cette mini- caméra est constituée par une tête de prise de vues 300 et un ensemble électronique d'imagerie 400. De façon connue, pour une caméra y notamment, la tête de prise de vues comporte un collimateur à trous parallèles 301, qui fournit l'angle d'ouverture souhaité dans la direction de visée, et un scintillateur 302, dans lequel le rayonnement nucléaire interagit pour produire des photons dans le domaine visible. Ces photons visibles sont ensuite captés par un ensemble photodétecteur 303 qui, de façon classique, réalise le couplage optique et l'amplification de lumière suffisante entre la face de sortie du scintillateur 302 et la fenêtre d'entrée d'un détecteur à transfert de charge (DTC) 304. Une réalisation préférée de l'ensemble photodétecteur comprend un premier faisceau réducteur à fibres optiques 305 couplant le scintillateur 302 à la photocathode 306 d'un tube intensificateur de lumière 307 par exemple de la série XX 1410 de la société Philips, un second faisceau réducteur à fibres optiques 308 couplant l'écran de sortie 311 du tube intensificateur de lumière 307 à la matrice DTC, à transfert de trames 304, par exemple du type NXA 1011 fabriqué par les sociétés Philips et Valvo. La partie référencée 309 est un dispositif de lecture des images. Un boîtier 310 assure d'une part la fixation des différents composants de la tête de prise de vues et, d'autre part, la protection vis-à-vis des rayonnements y environnants. L'ensemble électronique d'imagerie 400 se décompose, de façon connue, en une baie électronique de commande et d'interfaçage 410, un sous- ensemble d'imagerie 420 et un moniteur de télévision couleur 430. Selon un mode de réalisation, la baie 410 regroupe les circuits assurant les fonctions d'alimentation de la tête de prise de vues et des autres circuits électroniques, référencés 411, et les circuits 412 réalisant les fonctions d'amplification vidéo, de séquencement de lecture des images et d'interfaçage à un processeur 421, muni de ses périphériques habituels, et faisant partie du sous-ensemble d'imagerie 420 qui contient aussi des mémoires, en particulier des mémoires destinées à stocker le contenu numérique des pixels qui constitue le signal utile à visualiser. Ces mémoires appartiennent à des cartes vidéo 422 d'interface et de traitements d'images du type VFG ou AFG (de la société américaine Imaging Technology). Sur le moniteur TV couleur 430 sont restituées les images finales (après traitements numériques) à destination de l'utilisateur. Selon l'invention, à la structure connue décrite ci- dessus est ajoutée une grille de modulation à trous 312, disposée entre le collimateur 301 et le scintillateur 302. Cette grille est percée de la même façon que le collimateur 301. Elle est mobile, et décrit de préférence un mouvement de va-et-vient en translation rectiligne, sous l'action d'un mécanisme pour, alternativement, ouvrir selon une première position et obturer selon une deuxième position les trous du collimateur à très basse fréquence, typiquement 1 Hz. Ainsi, la tête de prise de vues est à même de détecter deux types de rayonnements nucléaires, c'est- à-dire soit le rayonnement nucléaire émis par la partie 2 qui frappe le scintillateur après être passé à travers les trous du collimateur et de la grille, soit le rayonnement nucléaire filtré à travers la partie pleine de la grille. Il s'ensuit deux types de signaux intégrés par la matrice DTC 304. La lecture, en 309 est effectuée en synchronisme avec le mécanisme de déplacement alterné de la grille de façon que les signaux lus à partir de la matrice soient emmagasinés, sous forme d'images numériques sélectivement dans une première mémoire à grille ouvrante 423, respectivement à une deuxième mémoire à grille obturante 424. Le mécanisme de déplacement de la grille de modulation 312 est par exemple réalisé au moyen d'électro aimant(s) symbolisé(s) en 313 à la figure 1. Des détails sur les aspects mécaniques de l'invention sont fournis ci-dessous en référence à la figure 3. Selon un premier mode de réalisation préféré de l'invention la mini-caméra est conçue pour détecter un rayonnement nucléaire composite 5 et y émis par un radio- isotope traceur (de l'iode 131I par exemple) préalablement assimilé par un organisme, cette caméra étant destinée à être appliquée contre la plaie pratiquée sur ledit organisme au cours d'une opération chirurgicale. Pour protéger l'appareil contre le sang et contre les rayonnements lumineux parasites de la salle d'opération, il est prévu d'appliquer contre la tête de prise de vues une membrane de protection 314, par exemple en kapton métallisé ou en vinyl, opaque au rayonnement visible, de quelques dizaines de microns d'épaisseur. Le but recherché est de permettre de réaliser des images de rayonnement f émis par la région marquée 2, en présence de rayonnements y intenses. A cet effet, la collimation est effectuée par un collimateur des rayonnements f 301, à trous parallèles de i mm de diamètre et au pas de 1,5 mm élaboré dans un bloc d'aluminium d'une épaisseur de quelques dixièmes de mm à quelques mm et couvrant tout le champ de vue de 30 mm par 40 mm. Ce collimateur peut aussi être en laiton ou en cuivre de quelques dixièmes de mm d'épaisseur. La grille de modulation des rayonnements f, 312, est de préférence une lame de cuivre ou de laiton d'épaisseur typiquement 0,5 mm, percée de trous de 1 mm de diamètre et au pas de 1,5 mm animée d'un mouvement vibratoire, à fréquence comprise entre quelques centièmes de Hz et quelques Hz, de sorte que les trous du collimateur soient obturés séquentiellement par les parties pleines de la grille. Dans le scintillateur 302, les électrons 5, qui forment un continuum énergétique, interagissent et perdent tout ou partie de leur énergie. Une réalisation préférée du scintillateur est une lame mince, d'épaisseur comprise entre 0,5 et 1,5 mm, en matière plastique du type NE 102 ou NE 108. Le dispositif 309 de lecture des images exploite, selon l'invention, de façon particulière les propriétés de la matrice à DTC 304 afin d'améliorer les rapports signal à bruit compte tenu des caractéristiques de résolution spatiale propres à la mini-caméra 5 et y, préférentiellement en mode de sortie par macropixels (motifs de: p x q pixels) à fréquence image réduite, de l'ordre de 4 ou 5 images matricielles par seconde. Ce fonctionnement peut être obtenu simplement au moyen d'un refroidisseur à effet Peltier qui porte la matrice DTC à une température de l'ordre de 5 C et si nécessaire à une température plus basse pouvant aller jusqu'à 4'0 C. Au moyen d'un séquencement adéquat de la lecture de la matrice, synchronisé sur celui du positionnement de la grille de modulation 312, ces images matricielles sont fournies soit à la première mémoire 423 (à grille ouvrante) soit à la deuxième mémoire 424 (à grille obturante). Le nombre d'images matricielles à fournir aux mémoires 423 et 424 pour une position figée de la tête de prise de vues, peut varier entre plusieurs dizaines et plusieurs milliers, le temps de mesure variant en conséquence de quelques secondes à plusieurs dizaines de minutes. On peut faire en sorte que le même nombre d'images, à temps d'intégration égal sur la matrice, soit emmagasiné en mémoire 423 et en mémoire 424. De cette façon, le signal de y détecté est sensiblement le même dans chacune des deux mémoires, étant donné qu'aussi bien le collimateur 301 que la grille 312 sont transparents au rayonnement y. Ceci n'est vrai cependant qu'en première approximation car un léger biais dans la nature et la quantité du rayonnement y, dû à l'induction d'un léger effet Compton à la traversée du collimateur et de la grille, est introduit par les positions relatives différentes de ces deux éléments. Ce biais peut être mesuré par étalonnage préalable sur une émission y pure et corrigé par tout moyen à la portée de l'homme de l'art, par exemple en rendant légèrement différents les temps de positionnement de la grille en position ouvrante ou obturante. Quant au signal de rayonnement f détecté, il n'est obtenu qu'à grille ouvrante, et s'ajoute au signal de y dans la mémoire 424. Par simple diffférence, pixel par pixel, entre les contenus des deux mémoires, on obtient les images utiles à visualiser qui sont par exemple stockées dans une troisième mémoire 425. On notera que le biais indiqué ci-dessus peut aussi être corrigé par application d'un coefficient multiplicatif adéquat aux signaux contenus dans l'une des mémoires 423 ou 424, visant à égaliser les signaux de y. Plus généralement, une variante de ce mode de réalisation de l'invention consiste à rendre prépondérants les temps de positionnement de la grille en position ouvrante par rapport à ceux en position obturante. Ceci permet d'augmenter le nombre de P détectés et de ce fait d'accroître le signal utile. Une pondération en proportion inverse est ensuite effectuée par les moyens de calcul et de comparaison que constitue le processeur 421, combinée à une pondération pour éliminer le biais précité introduit sur le signal de y; après quoi le signal de y peut être éliminé par soustraction et le résultat fourni à la mémoire 425. La figure 2 montre l'installation d'une mini-caméra selon l'invention dans une salle d'opération. La tête de prise de vues 300 est fixée à un moyen technique de positionnement, par exemple une potence 5 à bras articulés équilibrés, similaire à celles utilisées pour les appareils médicaux à ultrasons, qui permet de déplacer la tête au-dessus d'une table d'opération 6. On a aussi représenté à la figure 2 la baie électronique 410, le sous-ensemble d'imagerie 420 et le moniteur TV 430. Ce matériel est de préférence conçu pour exploiter les images utiles (contenues dans la mémoire 425), avec mémorisation, accumulation, relecture au standard TV et pour faire des traitements d'images tels que recherche de contours, représentation en fausses couleurs, fausses perspectives, couramment utilisées en imagerie médicale, ce qui permet d'améliorer encore l'image utile brute contenue dans la mémoire 425 et d'en faciliter l'interprétation. Exemple de réalisation de la tête de prise de vues d'une mini-caméra, et y per opératoire: - Les dimensions du champ de vues sont: 12 mm x 16 mm, comme représenté à la figure 3. - Le collimateur de rayonnement 5, 301, à trous parallèles 11 (diamètre de 1 mm et pas de 1,5 mm) est réalisé en deux parties: une partie fixe, en aluminium, d'épaisseur i mm, une partie mobile, également en aluminium, d'épaisseur 1 mm, mécaniquement associée à la grille de modulation 312 en cuivre, d'épaisseur 0,3 mm. Le sous-ensemble collimateur-grille de modulation couvre le champ de vues, de diamètre 20 mm et présente une hauteur totale de 3 mm. La grille de modulation est mobile en translation, étant montée à coulissement au moyen de 3 boutonnières telles que 12 traversées par trois pions tels que 13 solidaires du boîtier 310. Un levier, représenté en 14 à la figure 4 est engagé dans une échancrure 15 de la grille et provoque le mouvement de translation alterné souhaité. Pour cela, le levier 14 est entraîné en rotation selon un mouvement sectoriel par un axe actionné lui-même à partir d'un moteur électrique 16 qui fait tourner une came 17. - Le scintillateur plastique, non représenté sur les figures 3 et 4 est un disque en matière plastique du type NE 102 ou NE 108, d'épaisseur 0,5 à 1 mm et de diamètre 20 mm. Il est directement couplé à un faisceau de fibres optiques non réducteur, de diamètre 20 mm et de longueur 30 mm assurant le transfert d'image sur la photocathode du Tube Intensificateur d'Images (TII). - La tête de prise de vues est conçue pour accepter deux types de TII réalisés avec fenêtres d'entrée et de sortie à fibres optiques: soit un TII dit de première génération, par exemple du type DEP XX1490 de la société Philips, soit un TII dit de deuxième génération, par exemple du type DEP XX1410 de la société Philips, plus court que le précédent. - Le circuit DTC est une matrice TH 7863 de la société Thomson, refroidie à 5 C par effet Peltier, qui est soit directement couplée à la fenêtre de sortie du TII de première génération, soit couplée à la fenêtre de sortie du TII de deuxième génération au moyen d'un faisceau de fibres optiques réducteur. De préférence, la structure mécanique de la tête de prise de vues est décomposée en deux structures indépendantes, l'une, interne, assurant le positionnement mécanique des faisceaux de fibres optiques, du TII, de la matrice DTC refroidie, et de l'électronique de lecture, et l'autre, représentée à la figure 4, concentrique et extérieure à la précédente comprenant le blindage en plomb 19 de 5 mm d'épaisseur et assurant le positionnement mécanique de l'ensemble collimateur-grille de modulation et le maintien du mécanisme de translation déjà décrit, constitué du micromoteur-réducteur continu 16 associé à la came 17 et au système de tringlerie 14, 15. Les positionnements de la came 17 sont relevés par deux photocoupleurs pour permettre le synchronisme du mouvement mécanique avec le séquencement de lecture de la matrice DTC. La partie électronique 400 de la mini-caméra g et y peut être celle déjà décrite plus haut. Une mini-caméra tout à fait semblable à celles décrites ci-dessus pour un rayonnement composite f et y peut être conçue et utilisée, selon l'invention, pour la détection et l'imagerie d'un rayonnement y associé à des électrons de conversion. Pour les deux modes de réalisation de l'invention décrits ci-dessus, mini-caméra D et y et mini- caméra y avec électrons de conversion, le domaine d'applications privilégiées est celui de l'assistance aux chirurgiens pour la localisation des lésions dont ils doivent pratiquer l'exérèse sans prélever de tissus sains. D'autres types d'applications sont envisageables moyennant quelques adaptations structurelles à la portée de l'homme de l'art, notamment: celles relevant de l'auto-radiographie des tissus prélevés et des cultures cellulaires marquées soit par des isotopes émetteurs 5 purs (tels que 32p, 89Sr, 36C1...), soit par des isotopes émetteurs 5 et y (tel 131I) dans les domaines de la biologie et de l'immunologie; - celles recherchant à établir un diagnostic fonctionnel de certains organes, préalablement marqués, par des moyens complémentaires à ceux utilisés en médecine nucléaire (examens de la thyroïde, des régions accessibles du globe oculaire, des glandes localisées près de la surface cutanée, des mélanomes cutanés...); - celles visant à établir une cartographie des régions superficielles activées suite à des interactions nucléaires provoquées par des faisceaux de particules, par exemple dans le domaine de l'analyse neutronique ou dans celui des traitements de surface par faisceaux d'ions ou d'électrons. Les applications industrielles concernent la visualisation de l'émission surfacique d'objets marqués activés ou pollués par des émetteurs f et y ou émetteurs y avec électrons de conversion tels que 137Cs - 137mBa ou 113Sn - 113mIn. REVENDICATIONS: 1. Mini-caméra détectant au moins un rayonnement nucléaire composite 5 et y ou un rayonnement nucléaire y associé à des électrons de conversion qui sont assimilés à un rayonnement 5 émis par un radio-isotope contenu dans un corps, dont la tête de prise de vues comporte un collimateur de rayonnement g transparent au rayonnement y, un scintillateur et un ensemble photodétecteur, caractérisée en ce que ladite tête de prise de vues est munie en outre d'une membrane de protection externe, d'une grille de modulation à trous disposée entre le collimateur et le scintillateur et mobile sous l'action d'un mécanisme pour, alternativement, ouvrir selon une première position et obturer selon une deuxième position les trous du collimateur, ledit ensemble photodétecteur étant agencé pour intégrer les signaux alternés issus du scintillateur selon ladite première position et ladite deuxième position de la grille de modulation et pour fournir ces signaux, sélectivement à une première mémoire d'image à grille ouvrante et à une deuxième mémoire d'image à grille obturante, ladite mini-caméra étant en outre munie de moyens de calcul et de comparaison des signaux contenus dans lesdites première et deuxième mémoires d'image, visant à fournir l'image utile à visualiser. 2. Mini-caméra détectant un rayonnement nucléaire émis par un radio-isotope selon la revendication 1, dans laquelle le collimateur, destiné au rayonnement 5, est transparent au rayonnement y, caractérisée en ce que la partie pleine de ladite grille de modulation est transparente au rayonnement y mais opaque au rayonnement 5 et que lesdits moyens de calcul et de comparaison sont conçus pour pondérer les signaux des première et deuxième mémoires de façon à les ramener à des temps d'intégration de signal égaux, pour corriger le biais introduit sur le signal de y par le changement de position de la grille, puis pour prendre comme pixel de signal utile d'image à visualiser la différence entre le contenu des pixels homologues pondérés et corrigés de leur biais de la première mémoire et de la deuxième mémoire d'image. 3. Mini-caméra détectant un rayonnement nucléaire composite 5 et y selon la revendication 2, dans laquelle ledit ensemble photodétecteur comporte une matrice à DTC portée à une température comprise entre: - 40 C et 5 C et qui fonctionne à une fréquence comprise entre 0,01 Hz et quelques Hz, caractérisée en ce que les durées alternées d'ouverture et de fermeture de la grille de modulation sont égales, et comprises entre quelques secondes et quelques dixièmes de secondes, et que, dans lesdites première et deuxième mémoires d'image, plusieurs dizaines à plusieurs milliers d'images de ladite matrice à DTC sont, par lesdits moyens de calcul et de comparaison, additionnées puis le contenu de la deuxième est soustrait, pixel par pixel, après correction dudit biais, du contenu de la première, afin de fournir les pixels de l'image utile à visualiser. 4. Mini-caméra détectant un rayonnement nucléaire composite 5 et y selon la revendication 2 ou 3, ledit rayonnement étant émis par 131I, et comportant une membrane de protection externe en kapton métallisé ou en vinyl, opaque au rayonnement visible, de quelques dizaines à quelques centaines de microns d'épaisseur, un collimateur à trous parallèles de 1 mm de diamètre et au pas de 1,5 mm, en aluminium ou en laiton d'une épaisseur de quelques dixièmes de mm à quelques mm, une grille modulatrice en aluminium en cuivre ou en laiton de quelques dixièmes de mm d'épaisseur percée comme ledit modulateur, et un scintillateur constitué par une lame en matière plastique du type NE 102 ou 108 d'épaisseur comprise entre 0,5 et 1,5 mm et couvrant le champ de vue de l'ordre de quelques cm2. 5. Application de la mini-caméra selon l'une des revendications i à 4, détectant au moins un rayonnement nucléaire émis par un radio-isotope traceur émetteur de 5 et y préalablement assimilé par un organisme, à l'assistance chirurgicale, ladite caméra étant destinée à être appliquée contre la plaie pratiquée sur ledit organisme au cours d'une opération, en alternance avec des phases d'exérèse d'une tumeur. "Mini-caméra pour la détection rapprochée d'un rayonnement nucléaire émis par un radio-isotope et application à l'assistance chirurgicale." Abrégé: La mini-caméra détecte au moins un rayonnement nucléaire et y (ou assimilé) émis par un radio-isotope contenu dans un corps (1, 2). Sa tête de prise de vues (300) comporte un collimateur (301), un scintillateur (302) et un ensemble photodétecteur (303 à 309). Selon l'invention, la tête de prise de vues (300) est aussi munie d'une grille de modulation à trous (312) disposée entre le collimateur (301) et le scintillateur (302). Sous l'action d'un mécanisme adéquat (313) la grille peut ouvrir, ou fermer, complètement, le collimateur. Les signaux de l'ensemble photodétecteur recueillis en position ouvrante (respectivement obturante) sont fournis à une première (423) (respectivement deuxième - 424) mémoire d'image. Des moyens de comparaison et de calcul (421) fournissent par simple soustraction le signal utile recherché à partir du contenu des deux mémoires (423, 424). Application: assistance à l'exérèse d'un tissu cancéreux. Référence: figure i